CN108366772B - 图像处理装置和方法 - Google Patents

图像处理装置和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN108366772B
CN108366772B CN201680075167.1A CN201680075167A CN108366772B CN 108366772 B CN108366772 B CN 108366772B CN 201680075167 A CN201680075167 A CN 201680075167A CN 108366772 B CN108366772 B CN 108366772B
Authority
CN
China
Prior art keywords
image
segment
projection data
scanning operation
image processing
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN201680075167.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN108366772A (zh
Inventor
K·埃哈德
F·贝格纳
H-I·马克
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Koninklijke Philips NV
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Koninklijke Philips NV filed Critical Koninklijke Philips NV
Publication of CN108366772A publication Critical patent/CN108366772A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN108366772B publication Critical patent/CN108366772B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/02—Arrangements for diagnosis sequentially in different planes; Stereoscopic radiation diagnosis
    • A61B6/025—Tomosynthesis
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B6/00—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment
    • A61B6/50—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications
    • A61B6/502—Apparatus or devices for radiation diagnosis; Apparatus or devices for radiation diagnosis combined with radiation therapy equipment specially adapted for specific body parts; specially adapted for specific clinical applications for diagnosis of breast, i.e. mammography
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/006—Inverse problem, transformation from projection-space into object-space, e.g. transform methods, back-projection, algebraic methods
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T11/00—2D [Two Dimensional] image generation
    • G06T11/003—Reconstruction from projections, e.g. tomography
    • G06T11/008—Specific post-processing after tomographic reconstruction, e.g. voxelisation, metal artifact correction
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/424—Iterative
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2211/00—Image generation
    • G06T2211/40—Computed tomography
    • G06T2211/428—Real-time

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • High Energy & Nuclear Physics (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • Dentistry (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Algebra (AREA)
  • Mathematical Analysis (AREA)
  • Mathematical Optimization (AREA)
  • Mathematical Physics (AREA)
  • Pure & Applied Mathematics (AREA)
  • Apparatus For Radiation Diagnosis (AREA)

Abstract

一种图像处理装置(IP)，包括输入端口(IN)，所述输入端口(IN)用于接收通过成像区域中的各个3D位置的投影数据，所述投影数据由成像装置(IM)在扫描操作中被收集。所述装置(IP)的图像分段生成器(IGS)被配置为基于所述投影数据来生成针对所述3D位置的第一图像分段。可视化器(VIZ)被配置为在所述图像装置收集针对不同的3D位置的投影数据之前或者同时，实现在显示设备上显示所述第一图像分段。

Description

图像处理装置和方法
技术领域
本发明涉及图像处理装置、图像处理系统、图像处理方法、计算机程序单元和计算机可读介质。
背景技术
乳房摄影成像系统是战胜癌症中的主要依靠之一。准确的高质量影像允许对乳房中的癌症的早期检测并且因此允许挽救许多女人的生命。尽管这些成像系统有用，其仍然使用X射线辐射，X射线辐射本身对健康造成危险。因此，引发的每个剂量应当增加价值是基于图像的诊断学中的重要考虑。例如，由任何X射线曝光所获得的影像应当具有最高质量和与手头的任务的相关性。然而，已经观察到，对手头的某个任务产生低质量影像或者不相关影像的问题在医学界仍然是普遍的。
发明内容
因此，提出了至少促进高质量影像的产生和/或如此产生的影像的相关性的系统或方法。
本发明的目标由独立权利要求的主题解决，其中，其他实施例被包含在从属权利要求中。应当注意，本发明的以下所描述的方面同样地适于所述图像处理方法、所述图像处理系统、所述计算机程序单元和所述计算机可读介质。
根据本发明的第一方面，提供了一种图像处理装置，包括：
输入端口，其用于接收通过成像区域中的各个3D位置的投影数据，所述投影数据由成像装置在扫描操作中被收集；
图像分段生成器，其被配置为基于所述投影数据来生成针对所述3D位置的第一图像分段；以及
可视化器(VIZ)，其被配置为在针对所述成像区域中的不同的3D位置的投影数据在所述输入端口处被接收之前或者同时，实现在显示设备上显示所述第一图像分段。特别地，对所述第一图像分段的所述显示在所述图像装置收集针对不同的3D位置的投影数据之前或者同时被实现。所述第一图像分段仅形成完整图像的(空间上)部分图像。
在一个实施例中，所述图像分段生成器包括图像重建器和图像合成器。所述重建器被配置为基于所述投影数据来重建针对所述3D位置的各个第一体积分段。所述合成器被配置为根据所述第一体积分段来计算所述第一图像分段。然而，这是一个实施例并且还设想了仅在投影域中计算2D图像分段。
换句话说，在任一实施例中，所提出的系统允许更高效地产生相关影像。所提出的系统允许在所述扫描操作仍然正在进行的同时提供关于所采集的扫描数据的视觉反馈。所述图像分段是在所述扫描操作期间已经逐渐地(从后续图像分段)建立的所述完整图像的真实子集(在本文中还被称为“验证图像”)。所述验证图像是针对所述成像区域的整体的，同时所述图像分段仅覆盖所述成像区域的各个不同部分。“生长”的验证图像允许用户(例如，放射科医师)在扫描期间的早期阶段处进行验证，无论可接受的图像质量还是相关性是否已经被实现或将被实现。如果不是的话，图像采集不必运行到最后并且能够更早地被终止，因此节省否则在不相关的且低质量的影像上浪费的剂量。简言之，在所提出的系统中，投影数据采集和其可视化(相对于投影数据采集)准实时地准同时地进行。
更特别地并且根据一个实施例，所述重建器操作用于针对不同的3D位置重建各个第二图像体积，其中，所述合成器操作用于计算第二图像分段，所述第二图像分段形成所述完整图像的另一部分图像，并且所述可视化器操作用于将所述第二分段与已经显示的第一图像分段一起累积地显示。两个(或更多个)分段在它们表示不同的3D图像位置的意义上是(空间上) 部分的。针对所述第一分段的3D位置未被表示在所述第二分段中并且针对所述第二分段的(一个或多个)3D位置未被表示在所述第一分段中并且针对更多个图像分段以此类推。所述图像分段是互补的。仅当两个(或者一般更多个)图像分段最终一起被显示在累积中时，所述完整图像形成。所述图像分段最终一起“拼成”所述完整图像。
以该累积方式，完整图片可以在数据收集操作展开的同时被逐渐地建立并被显示给用户。一旦该部分信息在扫描中可获得，根据验证图像的至少(空间上)部分图像信息就可以被提供给用户。
根据一个实施例，所述图像分段是图像条带，但是还设想了以其他形状的表示。
根据一个实施例，所述图像可视化器被配置为计算针对当前图像分段的显示时间(或者时间延迟)。根据一个实施例，所述显示时间被计算为以下项中的任何的函数：所述成像装置的所述扫描操作的速度、所测得的投影数据、计算所述图像体积分段所需要的时间、所计算的图像体积分段、或显示所述第二图像分段所需要的时间。这些参数中的每个可以被认为是表示针对图像内容复杂性的指示器。用于计算所述图像内容复杂性的另外的方法可以例如根据香农熵测度、边缘响应滤波器、亮度(强度)值、直方图测度或者CAD(计算机辅助检测)特征来导出。所述显示时间能够因此被调适于所述图像分段中的期望复杂性。这允许用户更好地判断是否值得等待下一图像分段被重建和/或显示。
根据一个实施例，所述3D位置在具有与扫描操作的几何结构相对应的几何结构的坐标系中被定义。特别地，如果所述扫描操作沿圆弧被执行，则圆柱形坐标系与所述成像装置的X射线源的焦斑中的原点一起被使用。这允许节省CPU时间。本文所提出的系统和方法不限于圆形路径，因为在本文中还设想了其他曲线(不一定是圆形)或者线性路径(或其组合)。
根据一个实施例，所述成像装置是狭缝扫描成像装置，特别是乳房摄影狭缝扫描成像装置。
根据第二方面，提供了一种包括先前提到的实施例中的任何的图像处理装置的系统，其还包括所述成像装置和/或所述显示设备。
根据第三方面，提供了一种图像处理方法，其包括：
接收通过成像区域中的各个3D位置的投影数据，所述数据由成像装置 (IM)在扫描操作中被收集；
基于所述投影数据来生成针对所述3D位置的第一图像分段；并且
在收集针对不同的3D位置的投影数据之前或者在如此收集的同时，在显示设备上显示所述第一图像分段。
根据一个实施例，所述方法还包括以下步骤：针对不同的3D位置(包括所述不同的3D位置)生成第二图像分段并将所述第二图像分段与所显示的第一图像分段累积地显示。
根据一个实施例，所述生成步骤包括断层合成重建。
附图说明
现在将参考以下附图描述本发明的示范性实施例，其中：
图1示出了成像布置；
图2示出了用于扫描操作的成像几何结构；
图3示出了对图像条带的累积显示的图示；
图4示出了图像处理方法的流程图；并且
图5示出了根据不完整的投影数据重建的影像和适当地内插以替代丢失的图像信息的图像的图示。
具体实施方式
参考图1，示出了如本文所设想的成像布置。该成像装置包括X射线成像装置IM和用于处理由成像装置IM供应的影像的图像处理装置IP。优选地，影像从成像装置IM直接供应和/或实时供应。甚至当影像经由适当的接口从成像器IM实时供应时，这不排除缓冲器存储器中的存储和/或同时将接收到的影像的副本转发到永久存储(诸如图像数据库、PACS或者其他存储器)。
成像装置IM被设想为是扫描类型的。更特别地并且根据一个实施例，成像装置IP是狭缝扫描类型的乳房摄影扫描器，但是还设想了用于除了除乳房摄影应用之外的其他应用的成像器。另外，甚至当成像器IM用于乳房摄影时，其可以不必是狭缝扫描系统的，因为在本文中还设想了其他成像技术。
作为其基本部件，扫描器包括绕枢轴点PP可旋转的可移动机架G。在另一实施例中，机架G的运动由护轨和致动器实现。另外，枢轴点不必是固定的。在机架中，固定地布置了X射线源XR和与其相对的X射线探测器D模块。探测器D包括多个分立地间隔开的探测器线DL，每个包括根据由图1提供的前侧正视图垂直地延伸到绘图平面中的多个成像像素。在一个实施例中，探测器模块D包括大约20个探测器线(在一个实施例中，存在21个探测器线)，但是这仅是示范性的，因为还设想了超过20个探测器线或者少于20个探测器线。
由于在本文中主要设想的该扫描设置，可移动机架在本文中将被称为“扫描臂”。扫描臂运动还可以被实现为平移和旋转的组合。
在X射线源XR与探测器D之间定义成像区域。成像区域适当地被布置为接收要被成像的对象。如本文所使用的，所述对象可以指代有生命的或无生命的对象。无生命对象可以在非破坏性材料测试中或者在机场中的安全扫描期间等被检查。有生命“对象”是人类或者动物患者的一部分或整体。特别地，如本文主要地设想的对象是人类乳房并且这是仅出于说明性目的在下文中参考的内容，同时理解在本文中不排除与人类或者动物解剖结构的无生命对象或其他部分相关的成像应用。
在乳房摄影实施例中，存在用于接收并支撑乳房BR的乳房支撑件BS。可滑动的压缩板CP在成像采集期间在乳房上施加压力以改进图像对比。在非乳房摄影背景下，检查区域包括用于支撑要被成像的对象的任何类型的适当支撑件。例如，患者台可以被布置用于使患者躺上，使得能够对期望的感兴趣区域(ROI)进行成像。在其他实施例中，成像区域仅是对象或患者在成像期间驻存(特别地患者可以在成像期间站立(诸如在胸部扫描中)) 的房间中的空间的一部分。
在一个实施例中，还存在预准直器布置PC，其对穿过其的辐射进行准直以便将由源XR发射的辐射射束划分成各自与探测器线DL中的对应一个对齐的多个部分射束。
在成像采集期间，扫描臂G与探测器D和/或X射线源XR一起描绘出扫描运动中的扫描路径。扫描路径可以在围绕胸部BR的完整或者优选地部分旋转中被描绘出。实际上，在本文中主要地设想的断层合成成像中，仅描绘了在多达100°-200°的示范性角度间隔中的弧。然而，当扫描路径或者扫描轨迹可以不必是曲线时，这不是限制性的。例如，在一些实施例中，还预见到沿直线的扫描路径。扫描速度通常是均匀的，但是在本文中设想了其中(例如，当使用自动曝光模式时)扫描速度是非均匀的实施例。更特别地，在一个实施例中，沿路径的扫描速度随着辐射的组织的密度而变化。密度能够基于在扫描路径的给定位置处当前检测到的投影数据而被快速地计算。
特别地并且在本文中主要地设想的断层合成实施例中，在探测器在通过准直器并且通过乳房组织之后从X射线源接收辐射的同时，探测器在扫描运动期间在以弧的扫描轨迹上行进并且从下面扫描经过乳房。此外，将理解，在图1中示出的断层合成成像系统仅是示范性的。在其他实施例中，枢轴点未被定位在乳房下面而是在其上面。另外，在其他实施例中，扫描臂的运动通过使用导轨和致动器在没有任何枢轴点的情况下实现。
当沿扫描路径进行扫描时，投影数据集π从沿路径的多个不同的位置被采集。从不同的位置收集的多个投影数据对深度信息进行编码。该深度信息由适当的断层合成算法处理成3D图像数据。
更详细地并且继续参考图1，投影数据被转发给图像处理装置IP的输入端口IN。
来自沿路径的不同的位置的投影数据然后被重建成不同的体积分段，其与乳房驻存的成像区域中的不同的3D位置相对应。图像分段生成器ISG 根据投影数据来生成多个图像分段。每个分段仅提供乳房的各个部分视图，然而图像分段一起提供乳房的完整图片。给定分段的部分视图与在扫描路径上的某些角度位置处收集的投影数据中的信息相对应。图像分段中的一些或全部能够通过可视化器VIZ的操作被显示在显示设备(诸如计算机监视器MT)上。
更详细地，在一个实施例中，图像分段生成器包括3D重建器和图像合成器SYN。从概念上来讲，成像区域由在适当的成像区域坐标系中组织的 3D位置(体素)制成。重建器使用重建算法，其计算由体素组成的各个图像体积分段。因此，由重建器RECON如此计算的3D图像体积分段难以在监视器MT的2D图像平面上表示。因此，合成器SYN的任务是计算针对体素数据的适当的2D表示或绘制。通常地，合成器SYN计算通过体素并且到2D图像平面上的前向投影以产生多个图像分段。每个图像分段形成可以根据图像分段汇编的合成乳房摄影的一部分。可视化器VIZ被用于将分段中的个体图像点映射到各个颜色或者灰度值。可视化器VIZ还操作用于以下面进一步更详细地描述的方式汇编图像分段并且与视频驱动器电路进行接口连接以实现在监视器MT上显示图像分段。重建器RECON的功能性和合成器SYN的功能性能够被合并成一个功能单元。在这种情况下，在没有首先计算针对体素的3D体积分段的情况下，图像分段的2D绘制直接根据投影数据来产生。这可以通过避免2D图像分段生成中的非线性操作来实现。
然而，非常不同于断层成像中的先前方法，在本文中提出在扫描操作中的数据采集期间(基本上立即)计算并显示合成乳房摄影并且在扫描投影数据采集的进展期间的某些时间间隔处更新在监视器MT上当前显示的影像。以这种方式，关于扫描流程的视觉反馈通过“验证图像”提供，“验证图像”当由扫描臂进行的扫描运动正在进行时根据所计算的图像分段逐渐地建立。用户准立即地(以下面将更详细地解释的特定延迟)被提供有关于断层合成图像的各个部分将要看起来如何的视觉线索。特别地，图像分段生成器与可视化器VIZ一起操作用于在累积中逐个地根据图像分段逐渐地建立完整的验证图像，直到投影数据收集结束并且完整的合成乳房摄影被显示。用户可以然后因此更早地看到断层合成图像是否将具有针对手头的任务的临床价值，并且如果不是这种情况的话，则能够终止数据采集，因此节省患者剂量。在可能无用的影像上浪费的剂量可以因此被避免或者最小化。在所提出的系统中，我们利用以下事实：在某些合成系统(诸如在图1中所示的狭缝扫描采集中)，由多个线探测器对扇形射束投影的基本上同时的测量根据针对扫描臂并且因此探测器线的任何给定位置的不同的测量角度被执行。
越多探测器线已经从扫描路径上的不同的位置看到给定3D位置，从所收集的投影数据提取3D或者深度信息越丰富。给定3D位置/体素由探测器线“看到”的短语在本文中被用作针对几何情形的方便且提示的简记，其中，对于在扫描路径上的给定位置处的给定探测器线而言，能够绘制从所述探测器线到X射线源XR的焦斑的影像线(“射线”)，并且该线穿过所述 3D位置。这例如被图示在图2A中，示出了扫描几何结构的更多细节。乳房区域中的小方块示出特定体素。可以看到，在扫描臂已经覆盖沿扫描路径的路径长度st之后，我们已经具有足够的信息来提取针对该体素的深度信息，因为所述体素已经由沿被示出为点线和虚线的对应的射线的至少两个(三个)探测器线在至少两个(实际上三个)视图中被看到。换句话说，对于该位置由重建器RECON对体积分段的重建和由合成器SYN根据体积分段对2D图像分段的合成能够已经在扫描臂呈现沿扫描路径在时间t处的位置st时的时刻处开始。在(如在图2中示范性所示的)圆形轨迹的简单情况下，路径长度能够通过角度来参数化。
图像分段生成器对于已经由至少两个不同的探测器线看到的其他体素位置优选同时地执行其操作。如此生成的2D图像点的汇集可以然后被合并成形成验证图像的一个图像分段的图像条带。当扫描被执行时，验证图像能够然后以累积的方式逐个地被建立。即，条带IS按顺序被显示，其中，其通过可视化器VIZ的操作与彼此被并排计算，如在图3中所示。
可从每体素的投影数据提取的3D或者深度信息的丰富度当然能够通过等待所述体素已经由超过两个探测器线(诸如三个(或更多个)，如图2A 中所示)看到的时刻来增强。例如，如果等待探测器在稍后的时间t+Δ处沿扫描路径描绘出路径长度st+Δ，则体素已经然后由甚至三个探测器线看到。在一个极端实施例中，图像条带的生成被延迟，直到相关体素已经由所有探测器线看到以生成高质量验证图像。所提出的系统可以因此提供适当的用户输入功能性，用户可以利用其设定体素必须从其看到以用于使重建和合成开始的最小数量的探测器线。该数量被设定得越高，对于要被可视化的各个图像条带的延迟将越长，但是3D信息提取越好。然而，如果可视化的及时性是重要的，则可以简单地等待直到体素已经由单个探测器线看到，在该情况下图像分段中的可视化仅相当于投影数据本身的可视化。在该非常简单的实施例中，图像分段生成器ISG简单地在收集期间再现投影数据，并且这然后被可视化。为了协调各个图像分段的生成将何时开始的操作，该系统还包括几何跟踪部件(未示出)，其针对每个体素位置并且贯穿扫描操作跟踪已经看见来自至少N个位置(N≥1，但是优选地N≥2) 的各个3D位置的探测器线的数量。一旦各个3D位置已经由至少N个探测器线看到，就针对该各个3D位置设定标志。信号然后被发出到重建器以根据投影数据的各个部分来重建3D体积分段。合成器然后操作用于合成针对要被显示的图像条带的对应的2D图像点。该2D图像点计算针对已经由所要求的数量的探测器线看到的每个图像3D位置被完成并且如此合成的图像点的汇集然后通过可视化器的操作在监视器上被显示为图像分段(例如，条带或者其他形状)。同样的操作针对其他3D位置被完成以获得其他图像分段，并且这些图像分段然后在监视器MT上以累积的方式逐个地被显示。
由重建器RECON实现的重建可以像未滤波的反向投影(还被称为并且移位相加操作)那样简单，如果需要的话，而且还可以使用更复杂的滤波反向投影方案或者迭代重建算法。而且，为了改进计算时间，成像区域坐标系优选地被调适于扫描运动的几何结构。例如，如果扫描运动沿弧行进，则圆柱形坐标系是有利的。由合成器SYN使用的合成算法可以包括例如最大强度投影方案、沿射线的体素的线性或者非线性求和、或者基于更复杂的CAD(计算机辅助检测)的技术，如在断层合成文献中所描述的。
作为上文的细化，当各个位置由更多探测器线看到时，针对较早图像条带的重建和合成操作可以在扫描操作的剩余部分期间被再访问。以这种方式，较早显示的图像条带的3D内容能够在扫描期间被改进。
图3是验证图像如何在扫描期间根据图像条带来建立的时间分辨的图示。编号指示在垂直方向和水平方向上的像素位置。两个带箭头的时间线示出扫描时间St和显示时间Dt。如可以看到的，存在与确保各个3D位置已经由所要求的数量的探测器线(例如，两个或更多个)看到所需要的时间相对应的显示时间的时间延迟Δ。验证图像的建立以到最左边的IS0的第一条带开始，然后行进通过中间图像条带ISj并且以最后的图像条带IST结束。当然，如果需要的话，验证图像可以从右到左或者垂直地从上到下(或者反之亦然)建立。所计算的图像分段点可以不必被组织在图像条带中。其他几何形状也是可能的。实际上，验证图像可以被建立为从监视器MT 的2D图像平面的一侧逐渐地生长到另一侧的“图像点云”。如可以看到的，在任一实施例中，当个体图像分段ISj(例如，条带)逐个地并且与其他相加地被显示时，验证图像逐渐地被完成。在从扫描路径上的所要求的数量的不同的探测器线(或者从不同的位置从相同的探测器线)已经收集了足够的投影数据时，图像平面的部分保持空白直到填充有各个图像分段。换句话说，图像分段IS在扫描操作期间准实时地被显示(节省延迟Δ)。
如所提到的，虽然对于特定3D位置而言在不同的位置中从仅两个探测器线被看到可以是足够的，但是在其他实施例中，可以要求从超过两个探测器线被看到，并且实际上在一个实施例中，图像条带的计算仅在各个3D 位置已经由所有探测器线看到时开始。然而，该最后的实施例将需要在图3 中的延迟Δ是最大的。在任一实施例中，要期望的最大延迟将在如图1、2 中所示的类型的狭缝扫描系统的总扫描时间的大约20％的范围内。如果仅从两个探测器线生成图像分段，则能够甚至将显示延迟Δ减少到总扫描时间的仅大约1％。
在一个实施例中，所提出的系统IP被配置为处理相对于探测器线的制造要求偶尔出现的复杂化。即，在一些实施例中，探测器线的各个像素未被布置为准连续的，而是包括探测器像素的组之间的间隙。如果先前描述的方法将被应用到由带间隙的探测器线收集的投影数据，则将获得如图5A 中所示的情形，其中，反向投影数据继承归因于探测器线中的间隙的投影数据中的间隙。为了到达如图5B中所示的“平滑的”验证影像，所提出的系统包括内插方案，在所述内插方案中各个图像分段基于从两个(或更多个)相邻的探测器线组合的投影数据而被生成。
更特别地，合成2D投影图像分段通过如下地在数据收集期间(立即) 将来自相邻线探测器对的数据进行组合来生成。对于每个扫描臂位置而言，来自两个相邻线探测器的数据被反向投影到(优选地但是不必在所有实施例中)圆柱形网格。反向投影可以通过移位相加重建来完成，但是更复杂的滤波反向投影或者其他重建技术(诸如迭代重建算法)可以被使用。通过将来自相邻线的投影数据进行组合并且通过以这种方式重建如此组合的投影数据，丢失的数据间隙(图5a)可以被消除(如图5b中所示)。然后，数据被前向投影到期望的图像平面上以共同地合成图像分段信息。图像平面可以经由这两个线探测器的平均几何坐标定义。由于相邻的线探测器之间的角度差是非常小的，所以仅少数径向层必须被重建。另外并且由于如图2B中所示的成像几何结构的旋转对称性，简单的移位相加反向和前向投影能够被用于当使用圆柱形成像几何结构时的计算上高效的实施方案。
计算性能的额外改进能够通过使用来自仅第二线探测器的数据填充第一探测器的间隙来实现。这能够被完成，因为间隙通常是交错的，因此如由一个探测器线所收集的投影信息的缺乏能够通过使用从不存在间隙的相邻探测器线收集的投影信息的内插来填充。换句话说，在该实施例中，并非所有来自一个探测器线的投影数据都与来自另一相邻探测器线的投影数据进行组合。仅相应地丢失的数据块被组合到相邻的探测器线中。
更特别地，在扫描开始处，探测器单元的左边的两个最外面的线探测器(参见图2C中的实线)被组合成2D条带图像(被示出为图3中的左图像条带IS0)直到来自下一(即，来自第三)线探测器的数据是可获得的。然后，来自第三线探测器的数据代替第一线探测器数据等等被使用。在扫描的结束处，探测器单元的右边的两个最外面的线探测器的数据(被示出为图2C中的虚线)被用于组合2D验证图像的最后条带(图3中的条带IST)。以这种方式，在没有任何数据间隙的情况下，能够生成完整视场的合成投影图像。
来自两个相邻线的投影数据的组合能够当从一个线探测器切换到另一个时通过使用内插技术而不是尖锐转变来细化。虽然使用两个探测器线(其为直接邻居，如图2B、C中所示)是优选的实施例，但是还可以代替地将离得更远的探测器线进行组合。
与其中探测器线无间隙的实施例的情况一样，图像分段的生成可以直接地在投影域中计算，而不是如上文所描述的在图像与投影域之间的反向和前向投影。
在一个实施例中，可视化器被配置为计算针对当前地生成的图像分段的个体显示时间。该显示时间是下一分段ISj+1将被显示在监视器MT上的 (额外的)时间延迟。该延迟根据较早分段ISj被显示的时刻来计数。换句话说，如果Tj是分段ISj被显示的时刻并且如果Tj+1是ISj+1被显示的(稍后的)时刻，则针对稍后的分段ISj+1的“显示时间”是ΔDT＝Tj+1-Tj。显示时间能够取决于不同的参数来计算。例如，如果扫描速度取决于当前扫描的组织的密度，则显示时间能够被计算为与针对各个图像分段的投影数据已经被收集的实际扫描速度成比例。参见例如M.
Figure DEST_PATH_BDA0001702698520000111
等人的“AEC for scanning digital mammography based onvariation of scan speed”(Medical Physics，32(11)，3005，第3367-74页)。另外或者代替地，参数可以包括以下项中的任一项或组合：i)所测得的投影数据，ii)所计算的图像体积分段，或者iii)要被显示的图像分段中的信息内容。信息内容能够因此在投影域、图像域或合成图像中被收集。在每种情况下，信息内容能够基于熵或基于使用边缘响应滤波器、亮度(强度)值、直方图测度、CAD(计算机辅助检测)特征等的其他信息理论概念来评估。在另一实施例中，显示时间被计算为当前体积分段处的估计的平均乳房厚度的函数。局部乳房厚度能够根据谱乳房摄影数据来测量或者通过将乳房形状模型适配到所测得的投影数据来估计。
以这种方式使用显示时间的效果在于，具有更复杂的信息内容的分段 IS在下一分段被显示之前被显示更长时间。这允许将用户的注意力集中到可能更相关或者感兴趣的图像特征：主要地编码背景的图像条带可能具有比编码更实际的组织信息的图像条带更不相关。
图像处理系统IPS的部件可以被实现为单个软件套件中的软件模块或者例程并且在通用计算单元PU(诸如与成像器IM相关联的工作站或者与成像器的组相关联的服务器计算机)上运行。备选地，图像处理系统IPS 的部件可以被布置在分布式架构中并且被连接在适当的通信网络中。
备选地，一些或全部部件可以被布置在诸如适当地编程的FPGA(现场可编程门阵列)的硬件中或者被布置为硬接线IC芯片。
现在对图4的流程图进行参考，其中，描述了在图1中的图像处理装置的操作下进行的图像处理方法。然而，本领域的技术人员将理解，以下方法步骤不必绑定到图1中所示的架构。换句话说，相对于图4中的流程图的以下描述构成其自身权利的教导。
在步骤S410处，接收投影数据π。投影数据π通过将通过要被成像的对象中的各个3D位置的X射线辐射的投影而被测得，所述对象驻存在成像区域中。投影数据通过成像装置(诸如狭缝扫描乳房摄影装置或者其他) 在扫描操作中被收集。在一个实施例中，成像装置包括具有多个探测器线的探测器并且该探测器被扫描经过对象以便测量通过来自沿扫描路径的不同的位置的各个3D位置的投影数据。
在步骤S420处，在2D图像平面中生成2D图像分段。根据一个实施例(但是并非所有实施例)，该操作包括反向投影S420a和前向投影S420b。
特别地，在步骤420a处，基于在步骤S410中收集的投影数据的至少一部分，各个第一体积分段在针对各个所述3D位置的图像域中被重建。特别地，该步骤包括从路径上的至少两个不同的位置处收集投影数据。在一个实施例中，投影数据从超过两个(例如，三个)或者从沿扫描路径的所有可能的不同的位置被收集以使3D内容提取最大化。
重建可以被实施为简单的未滤波的(移位相加)反向投影和/或成像区域坐标系可以被调适于扫描路径的对称性(如果有的话)。这两者提供快速的计算。
在步骤S420b处，根据所述体积分段来合成第一图像分段。该步骤能够例如基于最大强度投影方案或者体积的线性或者非线性加权求和或者更复杂的CAD技术。基本上，合成操作对应于经重建的3D体积分段到2D 图像平面上的前向投影，该2D图像平面与其中分段将被显示在2D显示设备(诸如计算机监视器)上的图像平面相对应。换句话说，合成步骤的任务是将在经重建的3D体积分段中实现的3D或者深度信息转译成2D图像平面中的表示。
如此生成的图像分段(例如，个体条带)形成该平面内的验证图像的视觉子部件。在一个实施例中，该2D平面的空间中的位置是用户可调节的。
在一个实施例中，图像分段生成步骤S420在没有经由反向投影滞留到 (3D)图像域中的情况下完全在投影域中被完成。代替地，反向投影操作和前向投影操作的效果通过使用反向投影运算符和前向投影运算符的线性导出投影数据上的等效2D滤波器的集合来在投影域中被直接地计算。
在非常简单的实施例中，图像分段生成步骤S420基于在投影数据收集期间再现针对各个体素的投影数据本身。可视化响应性因此是最大的，但是3D信息然后是不可获得的，因为每个体素已经仅由沿扫描路径的单个检测器线位置看到。优选地，图像生成S420基于从至少两个探测器线或更多个(例如，三个)看到的投影数据，或者甚至更优选地由所有探测器线看到的投影数据，以使由所生成的分段编码的3D信息内容最大化。
与以上实施例中的任何组合地，该方法包括补偿探测器中的瑕疵(特别地补偿某些或者所有探测器线上的像素间隙)的方案。在一个实施例中使用内插，其中，图像分段生成(特别地重建)基于相邻探测器线对。
在步骤S430处，所生成的图像分段然后被显示在屏幕上。
更特别地，所生成的分段是将由所提出的方法建立的完整的验证图像的真实子集。更特别地，一旦当前图像分段已经被生成，仅该子集就被显示(与较早显示的图像分段一起，如果有的话)。特别地，并且为了尽可能快地更新验证图像，当前图像分段在扫描操作行进以收集针对不同的3D位置的投影数据之前或者同时已经被显示。
更特别地，先前步骤S420(特别地子步骤S420a、b，如果适用的话) 针对不同的第二图像位置被重复以便以累积的方式显示新生成的第二图像分段以及第一图像分段。这些步骤通过扫描操作的剩余部分进行重复，直到最后的图像条带被显示，因此在扫描操作结束时最终向用户提供完整的验证图像。
在一个实施例中，成像装置取决于成像组织的密度而使其扫描速度自动地改变。该额外信息能够通过对应地改变各个条带的显示时间而被使用。显示时间被计算为与针对各个图像分段ISj的实际扫描时间成比例。更特别地，显示时间根据以下参数中的任何来计算：扫描操作的速度、所测得的投影数据、所计算的图像体积分段数据、计算图像体积分段(如果有的话) 所需要的时间或者计算要被显示的图像分段所需要的时间。这些参数中的任一能够被用作将显示时间调适于在各个图像分段中编码的图像内容的期望的复杂性的基础。换句话说，各个图像条带中的图像信息越复杂，直到下一后续图像条带被逐步引入以用于与当前显示的图像分段/条带(累积地) 并排显示的延迟越长。
在一个实施例中，图像分段的个体宽度是用户可调节的。另外，虽然具有恒定宽度的图像分段是优选的，但是宽度可以不必在累积显示期间保持恒定。
在本发明的另一示例性实施例中，提供了一种计算机程序或者计算机程序单元，其特征在于，其适于在合适的系统上执行根据前述权利要求之一所述的方法的方法步骤。
计算机程序单元可以被存储在计算机单元上，其还可以是本发明的实施例的一部分。该计算单元可以适于执行或者引起上文所描述的方法的步骤的执行。此外，其可以适于操作上文所描述的装置的部件。计算单元可以适于自动地操作和/或运行用户的命令。计算机程序可以被加载到数据处理器的工作存储器中。数据处理器可以因此被装备以执行本发明的方法。
本发明的该示范性实施例覆盖从一开始使用本发明的计算机程序和借助于更新将现有程序转变为使用本发明的程序的计算机程序二者。
进一步地，计算机程序单元可能能够提供所有必要的步骤来实现如上文所描述的方法的示范性实施例的流程。
根据本发明的另一示范性实施例，呈现了计算机可读介质(诸如 CD-ROM)，其中，计算机可读介质具有被存储在其上的计算机程序单元，该计算机程序单元由前述章节描述。
计算机程序可以被存储和/或被分布在适合的介质(特别地，但是不一定非暂态介质)诸如连同其他硬件一起或作为其一部分供应的光学存储介质或固态介质)上，而且可以以其他形式分布(诸如经由因特网或其他有线或无线电信系统)。
然而，计算机程序还可以被呈现在类似万维网的网络上，并且可以从这样的网络被下载到数据处理器的工作存储器中。根据本发明的另一示例性实施例，提供用于制造可用于下载的计算机程序单元的介质，该计算机程序单元被布置为执行根据本发明的先前地所描述的实施例之一的方法。
必须指出，参考不同的主题描述本发明的实施例。特别地，参考方法类型权利要求描述一些实施例，然而参考设备类型权利要求描述其他实施例。然而，本领域的技术人员将从上文和以下描述理解到，除非另外通知，否则除属于一种类型的主题的特征的任何组合之外，与不同的主题有关的特征之间的任何组合还被认为是利用本申请公开。然而，所有特征可以被提供以提供超过特征的简单求和的协同效应。
虽然已经在附图和前述描述中详细说明和描述本发明，但是这样的说明和描述将被认为是说明性或者示范性而非限制性的。本发明不限于所公开的实施例。通过研究附图、说明书和从属权利要求，本领域的技术人员在实践所主张的本发明时可以理解和实现所公开的实施例的其他变型。
在权利要求中，词语“包括”不排除其他元件或者步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或者其他单元可以实现权利要求中记载的若干项的功能。互不相同的从属权利要求中记载了特定措施的仅有事实并不指示不能有利地使用这些措施的组合。权利要求中的任何附图标记不应当被解释为对范围的限制。

Claims (11)

1.一种图像处理装置（IP），包括：
输入端口（IN），其用于接收通过成像区域中的各个3D位置的投影数据，所述投影数据由成像装置（IM）能在扫描操作中被收集；
断层合成图像分段生成器（ISG），其被配置为基于所述投影数据来生成针对所述3D位置的第一图像分段；以及
可视化器（VIZ），其被配置为在针对所述成像区域中的不同的3D位置的投影数据在所述输入端口处被接收之前或者同时，实现在显示设备上显示所述第一图像分段，所述第一图像分段仅形成完整图像的部分图像，其中，所述图像分段生成器（ISG）操作用于针对不同的3D位置断层合成地生成第二图像分段，所述第二图像分段形成所述完整图像的另一部分图像，并且所述可视化器（VIZ）操作用于在所述扫描操作仍然在进行中的同时将所述第二图像分段与已经显示的第一图像分段一起累积地显示为所述投影数据上的视觉反馈，从而允许用户在所述扫描操作期间在早期阶段处验证是否已经实现或将会实现可接受的图像质量或相关性，并且如果没有实现或将不会实现所述可接受的图像质量或相关性则终止所述扫描操作，所述可视化器（VIZ）由此逐渐地建立所述完整图像。
2.根据权利要求1所述的图像处理装置，其中，所述图像分段是图像条带。
3.根据前述权利要求中的任一项所述的图像处理装置，其中，所述可视化器（VIZ）被配置为计算针对当前图像分段的显示时间，所述显示时间是下一分段将被显示在监视器上的时间延迟。
4.根据权利要求3所述的图像处理装置，其中，所述显示时间被计算为以下项中的任何的函数：所述成像装置（IM）的所述扫描操作的速度、所测得的投影数据、所计算的图像体积分段、计算所述图像体积分段所需要的时间。
5.根据权利要求1或2所述的图像处理装置，其中，所述3D位置在其对称性与所述扫描操作的几何结构的对称性相对应的坐标系中被指定。
6.根据权利要求1或2所述的图像处理装置，其中，所述成像装置（IM）是狭缝扫描成像装置，所述狭缝扫描成像装置包括乳房摄影狭缝扫描成像装置。
7.一种包括根据前述权利要求中的任一项所述的图像处理装置的系统，还包括所述成像装置（IP）和/或所述显示设备（MT）。
8.一种图像处理方法，包括：
接收（S410）通过成像区域中的各个3D位置的投影数据，所述数据由成像装置（IM）能在扫描操作中被收集；
基于所述投影数据来断层合成地生成（S420）针对所述3D位置的第一图像分段，所述第一图像分段仅形成完整图像的部分图像；并且
在接收针对所述成像区域中的不同的3D位置的投影数据之前或者同时，在显示设备上显示（S430）所述第一图像分段，
所述图像处理方法还包括：针对不同的3D位置断层合成地生成第二图像分段并在所述扫描操作仍然在进行中的同时将所述第二图像分段与所显示的第一图像分段累积地显示为所述投影数据上的视觉反馈，从而允许用户在所述扫描操作期间在早期阶段处验证是否已经实现或将会实现可接受的图像质量或相关性，并且如果没有实现或将不会实现所述可接受的图像质量或相关性则终止所述扫描操作，由此逐渐地建立所述完整图像。
9.根据前述权利要求8所述的图像处理方法，其中，所述图像分段是图像条带。
10.根据前述权利要求8-9中的任一项所述的图像处理方法，其中，所述3D位置在具有与扫描操作的几何结构相对应的几何结构的坐标系中被定义。
11.一种计算机可读介质，其上存储有用于控制根据权利要求7所述的系统或者根据权利要求1-6中的任一项所述的图像处理装置的计算机程序单元，其当由处理单元（PU）运行时，适于执行根据权利要求8-10中任一项所述的方法的步骤。
CN201680075167.1A 2015-12-21 2016-12-15 图像处理装置和方法 Active CN108366772B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP15201478 2015-12-21
EP15201478.3 2015-12-21
PCT/EP2016/081098 WO2017108549A1 (en) 2015-12-21 2016-12-15 Computing and displaying a synthetic mammogram during scanning acquisition

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN108366772A CN108366772A (zh) 2018-08-03
CN108366772B true CN108366772B (zh) 2023-03-31

Family

ID=55024873

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201680075167.1A Active CN108366772B (zh) 2015-12-21 2016-12-15 图像处理装置和方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10827986B2 (zh)
EP (1) EP3393360B1 (zh)
JP (1) JP6707643B2 (zh)
CN (1) CN108366772B (zh)
WO (1) WO2017108549A1 (zh)

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101011258A (zh) * 2005-11-15 2007-08-08 Ge医疗系统环球技术有限公司 X射线ct设备和x射线ct透视设备
CN104011773A (zh) * 2011-12-19 2014-08-27 通用电气公司 序列图像采集方法

Family Cites Families (19)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2001104296A (ja) * 1999-09-28 2001-04-17 Terarikon Inc コンピュータ断層装置
CA2360656A1 (en) 2000-10-31 2002-04-30 Vitali Selivanov Real-time image reconstruction for computed tomography systems
JP3909059B2 (ja) * 2004-01-07 2007-04-25 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 放射線断層撮像装置およびそれを用いた撮像方法
JP4594795B2 (ja) * 2005-05-17 2010-12-08 朝日レントゲン工業株式会社 歯科用パノラマｘ線撮影装置または、歯科用パノラマ／セファロｘ線撮影装置の断層像撮影方法及び装置
US7245694B2 (en) * 2005-08-15 2007-07-17 Hologic, Inc. X-ray mammography/tomosynthesis of patient's breast
EP2049018B1 (en) * 2006-07-31 2015-10-21 Philips Intellectual Property & Standards GmbH Rotational x-ray scan planning system
US7555100B2 (en) * 2006-12-20 2009-06-30 Carestream Health, Inc. Long length imaging using digital radiography
US20080181355A1 (en) 2007-01-31 2008-07-31 Sectra Mamea Ab Method and arrangement relating to x-ray imaging
JP2010029288A (ja) * 2008-07-25 2010-02-12 Fujifilm Corp 放射線画像撮影装置
JP5544152B2 (ja) * 2009-01-28 2014-07-09 富士フイルム株式会社 放射線断層画像生成装置
WO2010143082A1 (en) * 2009-06-08 2010-12-16 Koninklijke Philips Electronics N.V. Time-of-flight positron emission tomography reconstruction using image content generated event-by-event based on time-of-flight information
CN102665556A (zh) * 2009-11-20 2012-09-12 皇家飞利浦电子股份有限公司 视场扩大的断层合成乳腺摄影系统
JP2012016394A (ja) 2010-07-06 2012-01-26 Shimadzu Corp 放射線断層撮影装置
US8629404B2 (en) * 2010-07-21 2014-01-14 Siemens Medical Solutions Usa, Inc. Method and apparatus to optimize injected dose and scan time in SPECT imaging
EP2497424A1 (en) * 2011-03-07 2012-09-12 Agfa Healthcare Radiographic imaging method and apparatus.
WO2013004573A1 (en) * 2011-07-04 2013-01-10 Koninklijke Philips Electronics N.V Field limiting device synchronized with scan motion
CN103797517B (zh) * 2011-09-12 2018-06-12 皇家飞利浦有限公司 针对有限角度断层摄影中的滤波反投影的图像重建的方法、计算设备、装置和可读介质
CN104717923B (zh) * 2012-10-02 2017-07-25 株式会社岛津制作所 X射线摄影装置
JP2016533803A (ja) 2013-10-24 2016-11-04 アンドリュー ピー． スミス， Ｘ線誘導胸部生検をナビゲートするためのシステムおよび方法

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101011258A (zh) * 2005-11-15 2007-08-08 Ge医疗系统环球技术有限公司 X射线ct设备和x射线ct透视设备
CN104011773A (zh) * 2011-12-19 2014-08-27 通用电气公司 序列图像采集方法

Also Published As

Publication number Publication date
US10827986B2 (en) 2020-11-10
WO2017108549A1 (en) 2017-06-29
JP2018538084A (ja) 2018-12-27
EP3393360A1 (en) 2018-10-31
US20180360395A1 (en) 2018-12-20
EP3393360B1 (en) 2020-04-08
CN108366772A (zh) 2018-08-03
JP6707643B2 (ja) 2020-06-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US9449403B2 (en) Out of plane artifact reduction in digital breast tomosynthesis and CT
CN105339986B (zh) 用于从断层合成数据生成边缘保留合成乳房摄影的方法
CN105705096B (zh) 用于显示医学图像的方法和设备
US7433507B2 (en) Imaging chain for digital tomosynthesis on a flat panel detector
JP5348855B2 (ja) 対象の画像再構成方法およびその方法を実施するための装置
US7697743B2 (en) Methods and systems for prescribing parameters for tomosynthesis
US9613440B2 (en) Digital breast Tomosynthesis reconstruction using adaptive voxel grid
US8548120B2 (en) Dental imaging using segmentation and an arch
CN102293660B (zh) 在心脏ct中改善时间分辨率
US11024061B2 (en) Apparatus and method for scattered radiation correction
US11030779B2 (en) Depth-enhanced tomosynthesis reconstruction
JP6985056B2 (ja) 医用画像処理装置及び医用画像処理プログラム
US9965875B2 (en) Virtual projection image method
KR20170073640A (ko) 다중 수집을 통해 콘트라스트를 정규화하는 방법 및 시스템
JP4752468B2 (ja) 断面像再構成装置およびそれを用いたｘ線撮影装置
CN108366772B (zh) 图像处理装置和方法
US10966670B2 (en) Imaging system and method for dual-energy and computed tomography
CN104599316A (zh) 一种锥形束ct的断层方向可调整的三维图像重建方法及系统
Hoppe et al. Accurate image reconstruction using real C-arm data from a Circle-plus-arc trajectory
JP2020199214A (ja) 読影支援装置、読影支援方法、及び読影支援プログラム

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant